JP7179448B2 - X-ray diagnostic equipment - Google Patents
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Description
本発明の実施形態は、X線診断装置に関する。 An embodiment of the invention relates to an X-ray diagnostic apparatus.
従来、X線診断装置を用いた検査では、被検体の広い領域を俯瞰的に観察しつつ、関心部位を高解像度で観察する場合がある。近年、このような検査に用いられるX線診断装置として、例えば、TFT(Thin Film Transistor)アレイを採用した大視野部を持つ第1の検出器と、CMOS(Complementary Metal Oxide Semiconductor)を使用した第1の検出器より小視野で且つ画素ピッチが細かい第2の検出器とを併せ持つ検出器を備えたX線診断装置が知られている。 2. Description of the Related Art Conventionally, in an examination using an X-ray diagnostic apparatus, there are cases where a region of interest is observed with high resolution while observing a wide area of a subject from a bird's-eye view. In recent years, X-ray diagnostic equipment used for such examinations has, for example, a first detector with a large field of view that employs a TFT (Thin Film Transistor) array and a first detector that uses a CMOS (Complementary Metal Oxide Semiconductor). There is known an X-ray diagnostic apparatus equipped with a second detector having a smaller field of view than the first detector and a finer pixel pitch.
本発明が解決しようとする課題は、画質を向上させることができるX線診断装置を提供することである。 A problem to be solved by the present invention is to provide an X-ray diagnostic apparatus capable of improving image quality.
実施形態のX線診断装置は、第1のX線検出器と、第2のX線検出器と、補正部とを備える。第1のX線検出器は、X線管から照射されたX線に基づく第1の信号を出力する。第2のX線検出器は、前記第1のX線検出器と並行して、前記X線に基づく第2の信号を出力する。補正部は、前記第1のX線検出器から出力された第1の信号から生成された第1のX線画像データ及び前記第2のX線検出器から出力された第2の信号から生成された第2のX線画像データにおいて、一方のX線画像データを用いて他方のX線画像データを補正する。 An X-ray diagnostic apparatus according to an embodiment includes a first X-ray detector, a second X-ray detector, and a corrector. The first X-ray detector outputs a first signal based on X-rays emitted from the X-ray tube. A second X-ray detector outputs a second signal based on the X-rays in parallel with the first X-ray detector. The correction unit generates first X-ray image data generated from a first signal output from the first X-ray detector and a second signal output from the second X-ray detector In the obtained second X-ray image data, one X-ray image data is used to correct the other X-ray image data.
以下、添付図面を参照して、X線診断装置の実施形態を詳細に説明する。なお、本願に係るX線診断装置は、以下に示す実施形態に限定されるものではない。 Hereinafter, embodiments of an X-ray diagnostic apparatus will be described in detail with reference to the accompanying drawings. Note that the X-ray diagnostic apparatus according to the present application is not limited to the embodiments shown below.
(第1の実施形態)
まず、第1の実施形態に係るX線診断装置の全体構成について説明する。図1は、第1の実施形態に係るX線診断装置100の構成の一例を示す図である。図1に示すように、第1の実施形態に係るX線診断装置100は、高電圧発生器11と、X線管12と、X線絞り13と、天板14と、Cアーム15と、X線検出器16と、Cアーム回転・移動機構17と、天板移動機構18と、Cアーム・天板機構制御回路19と、絞り制御回路20と、処理回路21と、入力回路22と、ディスプレイ23と、画像データ生成回路24と、記憶回路25と、画像処理回路26とを有する。
(First embodiment)
First, the overall configuration of the X-ray diagnostic apparatus according to the first embodiment will be described. FIG. 1 is a diagram showing an example of the configuration of an X-ray
図1に示すX線診断装置100においては、各処理機能がコンピュータによって実行可能なプログラムの形態で記憶回路25へ記憶されている。Cアーム・天板機構制御回路19、絞り制御回路20、処理回路21、画像データ生成回路24、及び、画像処理回路26は、記憶回路25からプログラムを読み出して実行することで各プログラムに対応する機能を実現するプロセッサである。換言すると、各プログラムを読み出した状態の各回路は、読み出したプログラムに対応する機能を有することとなる。
In the X-ray
なお、上記説明において用いた「プロセッサ」という文言は、例えば、CPU(Central Processing Unit)、GPU(Graphics Processing Unit)、或いは、特定用途向け集積回路(Application Specific Integrated Circuit:ASIC)、プログラマブル論理デバイス(例えば、単純プログラマブル論理デバイス(Simple Programmable Logic Device:SPLD)、複合プログラマブル論理デバイス(Complex Programmable Logic Device:CPLD)、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ(Field Programmable Gate Array:FPGA))等の回路を意味する。プロセッサは記憶回路に保存されたプログラムを読み出して実行することで機能を実現する。なお、記憶回路にプログラムを保存する代わりに、プロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むよう構成しても構わない。この場合、プロセッサは回路内に組み込まれたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、本実施形態の各プロセッサは、プロセッサごとに単一の回路として構成される場合に限らず、複数の独立した回路を組み合わせて1つのプロセッサとして構成し、その機能を実現するようにしてもよい。 In addition, the term "processor" used in the above description includes, for example, a CPU (Central Processing Unit), a GPU (Graphics Processing Unit), an application specific integrated circuit (ASIC), a programmable logic device ( For example, it means circuits such as Simple Programmable Logic Device (SPLD), Complex Programmable Logic Device (CPLD), and Field Programmable Gate Array (FPGA). The processor realizes its functions by reading and executing the programs stored in the memory circuit. It should be noted that instead of storing the program in the memory circuit, the program may be directly installed in the circuit of the processor. In this case, the processor implements its functions by reading and executing the program embedded in the circuit. Note that each processor of the present embodiment is not limited to being configured as a single circuit for each processor, and may be configured as one processor by combining a plurality of independent circuits to realize its function. good.
高電圧発生器11は、処理回路21による制御の下、高電圧を発生し、発生した高電圧をX線管12に供給する。X線管12は、高電圧発生器11から供給される高電圧を用いて、X線を発生する。
The high voltage generator 11 generates a high voltage under the control of the
X線絞り13は、絞り制御回路20による制御の下、X線管12が発生したX線を、被検体Pの関心領域に対して選択的に照射されるように絞り込む。例えば、X線絞り13は、スライド可能な4枚の絞り羽根を有する。X線絞り13は、絞り制御回路20による制御の下、これらの絞り羽根をスライドさせることで、X線管12が発生したX線を絞り込んで被検体Pに照射させる。また、X線絞り13は、線質を調整するための付加フィルタを備える。付加フィルタは、例えば、検査に応じて設定される。天板14は、被検体Pを載せるベッドであり、図示しない寝台の上に配置される。なお、被検体Pは、X線診断装置100に含まれない。
The
X線検出器16は、X線管12から照射され、被検体Pを透過したX線を検出する。例えば、X線検出器16は、マトリックス状に配列された検出素子を有する。各検出素子は、被検体Pを透過したX線を電気信号に変換して蓄積し、蓄積した電気信号を画像データ生成回路24に送信する。ここで、本実施形態に係るX線検出器16は、画素ピッチが異なる(画素サイズが異なる)複数の検出器を有し、被検体Pを透過したX線を複数の検出器でそれぞれ検出する。図2A及び図2Bは、第1の実施形態に係るX線検出器16の構成の一例を示す図である。ここで、図2A及び図2Bは、X線検出器16の縦断面図を示す。また、図2Bに示す画像は、概念図である。
The
例えば、X線検出器16は、図2Aに示すように、第1の光検出器16aと、第2の光検出器16bと、シンチレータ16cとを有する。第1の光検出器16aとシンチレータ16cとにより第1の検出器が構成され、第2の光検出器16bとシンチレータ16cとにより第2の検出器が構成される。
For example, the
シンチレータ16cは、X線管12から照射されたX線を光に変換する。第1の光検出器16aは、例えば、アモルファスシリコンにより形成されたTFT(Thin Film Transistor)アレイを採用した2次元のイメージセンサを備え、シンチレータ16cによって変換された光を検出して電気信号を出力する。第2の光検出器16bは、例えば、CMOS(Complementary Metal Oxide Semiconductor)トランジスタを採用した2次元のイメージセンサを備え、シンチレータ16cによって変換された光を検出して電気信号を出力する。なお、以下では、第1の光検出器16aによって出力される電気信号を第1の電気信号と呼び、第2の光検出器16bによって出力される電気信号を第2の電気信号と呼ぶ。
The
このように、シンチレータ16cは、第1の光検出器16aと第2の光検出器16bとで共有される。言い換えると、X線検出器16は、X線管12から照射されたX線を光に変換するシンチレータ16cと、シンチレータ16cを共有し、シンチレータ16cによって変換された光を検出して電気信号を出力する第1の光検出器16a及び第2の光検出器16bとを有する。そして、第1の光検出器16a及び第2の光検出器16bは、シンチレータ16cで変換された光を同時に検出した電気信号をそれぞれ出力する。すなわち、第1の光検出器16aは、X線管12から照射されたX線に基づく第1の信号を出力する。また、第2の光検出器16bは、第1の光検出器16aと並行して、X線に基づく第2の信号を出力する。
Thus, the
また、図2Aに示すように、第1の光検出器16a及び第2の光検出器16bは、画素の構成単位となる素子を複数有する。この素子それぞれは、X線の入射によって得られた蛍光像を電気信号に変換してフォトダイオード(PD:Photo Diode)に蓄積する。図2Aの例では、第1の光検出器16aが1列に8つの素子を有し、第2の光検出器16bが1列に8つの素子を有する場合を図示している。
Also, as shown in FIG. 2A, the
ここで、第2の光検出器16bの各素子の画素サイズは、第1の光検出器16aの各素子の画素サイズよりも小さい。すなわち、第2の光検出器16bの各素子の画素ピッチは、第1の光検出器16aの各素子の画素ピッチよりも細かい。図2Aに示す例では、第1の光検出器16aの各素子の画素サイズは、第2の光検出器16bの素子2つ分の画素サイズに相当する。すなわち、X線検出器16のXY平面においては、第1の光検出器16aの1つの素子が、第2の光検出器16bの4つの素子に相当する。したがって、第2の光検出器16bは、第1の光検出器16aと比較して、解像度が高い。
Here, the pixel size of each element of the
また、第1の光検出器16aは、第2の光検出器16bよりも視野サイズが広い。すなわち、第2の光検出器16bは、第1の光検出器16aにおける一部の検出領域と重複するサイズである。したがって、第2の光検出器16bは、第1の光検出器16aと重複する領域における高解像度のX線画像を収集する。例えば、図2Bに示すように、シンチレータ16cと第1の光検出器16aとで構成される第1の検出器では、視野サイズが広い第1のX線画像I1を収集する。一方、シンチレータ16cと第2の光検出器16bとで構成される第2の検出器では、第1のX線画像I1内の領域と重複し、第1のX線画像I1と比較して、視野サイズが狭く、且つ、高解像度の第2のX線画像I2を収集する。
Also, the
ここで、X線診断装置100においては、X線絞り13が4枚の絞り羽根を有し、絞り制御回路20による制御の下、これらの絞り羽根がスライドされることで、X線の照射領域を調整することができる。例えば、X線診断装置100においては、X線絞り13における4枚の絞り羽根が、第1の光検出器16a及び第2の光検出器16bの各辺に平行にそれぞれ配置され、辺に沿ってスライドされることにより、X線の照射領域を調整する。
Here, in the X-ray
図1に戻って、Cアーム15は、X線管12、X線絞り13及びX線検出器16を保持する。Cアーム15は、支持部(図示を省略)に設けられたモータにより、天板14上に横臥する被検体Pの周りをプロペラのように高速回転する。ここで、Cアーム15は、直交する3軸であるXYZ軸に関してそれぞれ回転可能に支持され、図示しない駆動部によって各軸で個別に回転する。X線管12及びX線絞り13とX線検出器16とは、Cアーム15により被検体Pを挟んで対向するように配置される。なお、図1では、X線診断装置100がシングルプレーンの場合を例に挙げて説明しているが、実施形態はこれに限定されるものではなく、バイプレーンの場合であってもよい。
Returning to FIG. 1 , C-
Cアーム回転・移動機構17は、Cアーム15を回転及び移動させるための機構である。また、Cアーム回転・移動機構17は、X線管12とX線検出器16との距離であるSID(Source Image receptor Distance)を変更することも可能である。また、Cアーム回転・移動機構17は、Cアーム15に保持されているX線検出器16を、回転させることも可能である。天板移動機構18は、天板14を移動させるための機構である。
The C-arm rotation/
Cアーム・天板機構制御回路19は、処理回路21による制御の下、Cアーム回転・移動機構17及び天板移動機構18を制御することで、Cアーム15の回転や移動、天板14の移動を調整する。例えば、Cアーム・天板機構制御回路19は、処理回路21による制御の下、Cアーム15を回転させながら所定のフレームレートで投影データを収集する回転撮影を制御する。絞り制御回路20は、処理回路21による制御の下、X線絞り13が有する絞り羽根の開度を調整することで、被検体Pに対して照射されるX線の照射領域を制御する。
The C-arm/top plate
画像データ生成回路24は、X線検出器16によってX線から変換された電気信号を用いて投影データを生成し、生成した投影データを記憶回路25に格納する。具体的には、画像データ生成回路24は、第1の光検出器16aによって出力された第1の電気信号から第1の投影データを生成し、第2の光検出器16bによって出力された第2の電気信号から第2の投影データを生成し、生成した各投影データを記憶回路25に格納する。例えば、画像データ生成回路24は、X線検出器16から受信した第1の電気信号及び第2の電気信号に対して、電流・電圧変換やA(Analog)/D(Digital)変換、パラレル・シリアル変換をそれぞれ行い、第1の電気信号に基づく第1の投影データと第2の電気信号に基づく第2の投影データをそれぞれ生成する。そして、画像データ生成回路24は、生成した第1の投影データ及び第2の投影データを記憶回路25に格納する。
The image
記憶回路25は、画像データ生成回路24によって生成された投影データを受け付けて記憶する。例えば、記憶回路25は、第1の電気信号に基づく第1の投影データと第2の電気信号に基づく第2の投影データをそれぞれ記憶する。また、記憶回路25は、画像処理回路26によって生成されたX線画像や、ボリュームデータを記憶する。また、記憶回路25は、図1に示す各回路によって読み出されて実行される各種機能に対応するプログラムを記憶する。一例を挙げると、記憶回路25は、処理回路21によって読み出されて実行される補正機能211に対応するプログラム及び制御機能212に対応するプログラムを記憶する。
The
画像処理回路26は、後述する処理回路21による制御のもと、記憶回路25が記憶する投影データに対して各種画像処理を行うことでX線画像を生成する。或いは、画像処理回路26は、後述する処理回路21による制御のもと、画像データ生成回路24から直接投影データを取得し、取得した投影データに対して各種画像処理を行うことでX線画像を生成する。例えば、画像処理回路26は、第1の電気信号に基づく第1の投影データに対して画像処理を行うことで第1のX線画像を生成する。また、画像処理回路26は、第2の電気信号に基づく第2の投影データに対して画像処理を行うことで第2のX線画像を生成する。なお、画像処理回路26は、画像処理後のX線画像を、記憶回路25に格納することも可能である。例えば、画像処理回路26は、移動平均(平滑化)フィルタ、ガウシアンフィルタ、メディアンフィルタ、リカーシブフィルタ、バンドパスフィルタなどの画像処理フィルタによる各種処理を実行して、処理後のX線画像を記憶回路に格納する。なお、本実施形態においては、画像データ生成回路24によって生成された投影データ、及び、画像処理回路26によって生成されたX線画像をまとめてX線画像データとも記載する。例えば、第1の投影データと第1のX線画像をまとめて第1のX線画像データと記載する。同様に、第2の投影データと第2のX線画像をまとめて第2のX線画像データと記載する。
The image processing circuit 26 generates an X-ray image by performing various image processing on the projection data stored in the
また、画像処理回路26は、回転撮影によって収集された投影データから再構成データ(ボリュームデータ)を再構成する。例えば、画像処理回路26は、回転撮影によって収集された第1の投影データから第1の再構成データを再構成する。また、画像処理回路26は、回転撮影によって収集された第2の投影データから第2の再構成データを再構成する。そして、画像処理回路26は、再構成したボリュームデータを記憶回路25に格納する。さらに、画像処理回路26は、ボリュームデータから3次元画像を生成する。例えば、画像処理回路26は、ボリュームデータからボリュームレンダリング画像や、MPR(Multi Planar Reconstruction)画像を生成する。そして、画像処理回路26は、生成した3次元画像を記憶回路25に格納する。
Further, the image processing circuit 26 reconstructs reconstruction data (volume data) from the projection data collected by the rotation imaging. For example, the image processing circuit 26 reconstructs first reconstruction data from first projection data acquired by rotational imaging. Also, the image processing circuit 26 reconstructs second reconstruction data from the second projection data acquired by rotational imaging. The image processing circuit 26 then stores the reconstructed volume data in the
入力回路22は、所定の領域(例えば、関心部位などの注目領域)などの設定などを行うためのトラックボール、スイッチボタン、マウス、キーボード等や、X線の照射などを行うためのフットスイッチ等によって実現される。入力回路22は、処理回路21に接続されており、操作者から受け付けた入力操作を電気信号へ変換し処理回路21へと出力する。ディスプレイ23は、操作者の指示を受け付けるためのGUI(Graphical User Interface)や、画像処理回路26によって生成された種々の画像や、処理回路21による制御のもと生成されたX線画像を表示する。
The input circuit 22 includes a trackball, a switch button, a mouse, a keyboard, etc. for setting a predetermined area (for example, a region of interest such as a region of interest), a foot switch for performing X-ray irradiation, etc. realized by The input circuit 22 is connected to the
処理回路21は、X線診断装置100全体の動作を制御する。具体的には、処理回路21は、装置全体を制御するための制御機能212に対応するプログラムを記憶回路25から読み出して実行することにより、種々の処理を実行する。例えば、制御機能212は、入力回路22から出力された操作者の指示に従って高電圧発生器11を制御し、X線管12に供給する高電圧を調整することで、被検体Pに対して照射されるX線量やON/OFFを制御する。また、例えば、制御機能212は、操作者の指示に従ってCアーム・天板機構制御回路19を制御し、Cアーム15の回転や移動、天板14の移動を調整する。また、例えば、制御機能212は、操作者の指示に従って絞り制御回路20を制御し、X線絞り13が有する絞り羽根の開度を調整することで、被検体Pに対して照射されるX線の照射領域を制御する。
The
また、制御機能212は、操作者の指示に従って、画像データ生成回路24による画像データ生成処理や、画像処理回路26による画像処理、あるいは解析処理などを制御する。また、制御機能212は、操作者の指示を受け付けるためのGUIや記憶回路25が記憶する画像などを、ディスプレイ23に表示するように制御する。また、例えば、補正機能211は、画像処理回路26による画像処理フィルタによる補正処理などを制御する。
In addition, the control function 212 controls image data generation processing by the image
図1に示すように、第1の実施形態に係る処理回路21は、上述した補正機能211及び制御機能212を実行するが、これらの詳細については後述する。なお、補正機能211は、特許請求の範囲における補正部の一例である。また、制御機能212は、特許請求の範囲における制御部の一例である。
As shown in FIG. 1, the
以上、X線診断装置100の全体構成について説明した。かかる構成のもと、本実施形態に係るX線診断装置100は、画質を向上させることを可能にする。具体的には、X線診断装置100は、画素サイズが異なる第1の光検出器16aと第2の光検出器16bとを用いたX線画像の収集において、一方の光検出器によって収集されたX線画像を、他方の光検出器によって収集されたX線画像を用いて補正することで画質を向上させる。以下、第1の実施形態では、第2の光検出器16bによって収集される第2のX線画像を、第1の光検出器16aによって収集した第1のX線画像で補正することで、被曝線量の増加を抑止しつつ、第2のX線画像の画質を向上させる場合について説明する。
The overall configuration of the X-ray
上述したように、第1の光検出器16aと第2の光検出器16bとを有するX線検出器16では、X線管12から照射されたX線がシンチレータ16cによって光に変換され、第1の光検出器16a及び第2の光検出器16bが、シンチレータ16cで変換された光をそれぞれ同時に検出して、電気信号をそれぞれ出力する。すなわち、第1の光検出器16a及び第2の光検出器16bによってそれぞれ検出される光は、X線管12から照射された1回のX線照射に基づくものである。
As described above, in the
ここで、X線画像では、入射するX線の量が変わらない場合、光検出器の画素サイズが小さくなればなる程、1画素の信号に寄与するX線の光子数が少なくなるため、ノイズが増加する。例えば、X線検出器16では、画素サイズが小さい第2の光検出器16bの各画素に入射する光子数が、第1の光検出器16aの各画素に入射する光子数よりも少なくなるため、第1のX線画像と比較して第2のX線画像のノイズが多くなる。したがって、第1の光検出器16aによって収集される第1のX線画像が所望の信号対雑音比(SNR:Signal to Noise Ratio)となるようにX線量を制御すると、第2の光検出器16bによって収集される第2のX線画像のSNRが、所望のSNRよりも低くなる。
Here, in an X-ray image, if the amount of incident X-rays does not change, the smaller the pixel size of the photodetector, the smaller the number of X-ray photons that contribute to the signal of one pixel. increases. For example, in the
これに対して、第2の光検出器16bによって収集される第2のX線画像が所望のSNRとなるようにX線量を制御すると、第1の光検出器16aにおいては必要十分以上のX線量となるため、被検体Pの被曝線量を低減できる余地を残すこととなる。
On the other hand, if the X-ray dose is controlled so that the second X-ray image collected by the
そこで、第1の実施形態に係るX線診断装置100は、第1のX線画像が所望のSNRとなるようにX線を制御しつつ、第2のX線画像に対して第1のX線画像を用いた補正処理を行うことで、被曝線量の増加を抑止しつつ、第2のX線画像の画質を向上させる。以下、第1の実施形態に係るX線診断装置100による処理の一例を説明する。
Therefore, the X-ray
第1の実施形態に係る補正機能211は、第1の光検出器16aから出力された第1の信号から生成された第1のX線画像データ及び第2の光検出器16bから出力された第2の信号から生成された第2のX線画像データにおいて、一方のX線画像データを用いて他方のX線画像データを補正する。具体的には、補正機能211は、第1のX線画像データ及び第2のX線画像データについて、一方のX線画像データを用いて他方のX線画像データを補正するように、画像処理回路26を制御する。以下、画像処理回路26に対する補正機能211の制御について説明する。
The correction function 211 according to the first embodiment includes first X-ray image data generated from a first signal output from the
例えば、補正機能211は、第1の光検出器16aから出力された第1の電気信号から生成された第1のX線画像データを、第2の光検出器16bから出力された第2の電気信号から生成された第2のX線画像データを用いて補正する。例えば、補正機能211は、第1のX線画像データ及び第2のX線画像データのそれぞれに対して、補正後の第1のX線画像データの画像特性に応じた重み付けを行い、重み付け後の各X線画像データを加算することで、第1のX線画像データを補正する。すなわち、補正機能211は、各検出器から収集されるX線画像データ間での加算平均処理を、画像処理回路26に実行させる。
For example, the correction function 211 converts the first X-ray image data generated from the first electrical signal output from the
ここで、補正機能211は、各検出器から収集されるX線画像データ間での加算平均処理だけではなく、時間方向のX線画像データ間での加算平均処理、及び、空間方向での加算平均処理を組み合わせて実行させることができる。以下、これらの加算平均処理を組み合わせて実行する場合について、一例を挙げて説明する。図3は、第1の実施形態に係る補正機能211による補正処理の一例を説明するための図である。ここで、図3においては、横方向に時間軸を示し、上段に第1の光検出器16aへの経時的なX線パルスを示し、下段に第2の光検出器16bへの経時的なX線パルスを示す。また、図3におけるX線パルスを示す矩形は、面積がX線量を示す。なお、図3では、画素サイズが大きい第1の光検出器16aにおいて適切なSNRが得られるようにX線量が制御されている場合を示す。すなわち、図3においては、画素サイズが小さい第2の光検出器16bによって収集される第2のX線画像は、ノイズの多い画像となる。
Here, the correction function 211 performs not only averaging processing between X-ray image data collected from each detector, but also averaging processing between X-ray image data in the time direction and addition in the spatial direction. Averaging can be combined and executed. A case where these addition/averaging processes are executed in combination will be described below with an example. FIG. 3 is a diagram for explaining an example of correction processing by the correction function 211 according to the first embodiment. Here, in FIG. 3, the time axis is shown in the horizontal direction, the upper stage shows the X-ray pulse with time to the
例えば、図3に示すように、所定の周波数でX線管12からX線パルスが照射され、各検出器によってX線が検出されると、各X線パルスに基づくX線画像データがそれぞれ生成される。例えば、画像データ生成回路24は、シンチレータ16cと第1の光検出器16aとで構成される第1の検出器によって経時的に検出された各X線パルスに基づく第1の投影データをそれぞれ生成する。そして、画像処理回路26は、画像データ生成回路24によって生成された第1の投影データから第1のX線画像をそれぞれ生成する。例えば、画像処理回路26は、図3に示すように、各X線パルスに基づく第1のX線画像Lt-2~Lt+1を順次生成する。
For example, as shown in FIG. 3, when an X-ray pulse is emitted from the
同様に、画像データ生成回路24は、シンチレータ16cと第2の光検出器16bとで構成される第2の検出器によって経時的に検出された各X線パルスに基づく第2の投影データをそれぞれ生成する。そして、画像処理回路26は、画像データ生成回路24によって生成された第2の投影データから第2のX線画像をそれぞれ生成する。例えば、画像処理回路26は、図3に示すように、各X線パルスに基づく第2のX線画像St-2~St+1を順次生成する。
Similarly, the image
補正機能211は、まず、経時的に収集された複数の第1のX線画像と、経時的に収集された複数の第2のX線画像との加算平均処理を行うことで、各検出器から収集されるX線画像データ間での加算平均処理と、時間方向のX線画像データ間での加算平均処理とを実行する。その後、補正機能211は、上記加算平均処理によって生成された補正後のX線画像に対して空間方向での加算平均処理を行う。 The correcting function 211 first performs averaging processing of a plurality of first X-ray images acquired over time and a plurality of second X-ray images acquired over time, thereby obtaining each detector Arithmetic averaging processing between X-ray image data collected from , and averaging processing between X-ray image data in the time direction are executed. Thereafter, the correction function 211 performs averaging processing in the spatial direction on the corrected X-ray image generated by the averaging processing.
例えば、補正機能211は、図3に示すように、第2のX線画像Stのノイズを低減する加算平均処理に、第1のX線画像Lt-1と、第1のX線画像Ltと、第2のX線画像St-1とを用いる。すなわち、補正機能211は、第2のX線画像St、第2のX線画像St-1、第1のX線画像Lt-1、及び、第1のX線画像Ltに対して重み付けを行って加算することで、第2のX線画像Stを補正する。 For example, as shown in FIG. 3, the correction function 211 applies the averaging process for reducing the noise of the second X-ray image St to the first X-ray image Lt-1 and the first X-ray image Lt-1. L t and the second X-ray image S t-1 are used. That is, the correction function 211 performs The second X-ray image S t is corrected by performing weighting and adding.
例えば、補正機能211は、以下の式(1)に示す加算平均処理を実行する。ここで、式(1)における「S’」は、補正後のX線画像を示す。また、式(1)における「W(s,t)」は、第2のX線画像Stに対する重みを示し、「W(s,t-1)」は、第2のX線画像St-1に対する重みを示す。また、式(1)における「W(L,t)」は、第1のX線画像Ltに対する重みを示し、「W(L,t-1)」は、第1のX線画像Lt-1に対する重みを示す。 For example, the correction function 211 executes the averaging process shown in the following formula (1). Here, "S'" in equation (1) indicates the corrected X-ray image. Also, "W(s,t)" in Equation (1) indicates the weight for the second X-ray image St, and "W(s, t -1)" indicates the weight of the second X-ray image St Indicates the weight for -1 . Further, "W(L,t)" in Equation (1) indicates the weight for the first X-ray image Lt, and "W(L, t -1)" is the weight for the first X-ray image Lt Indicates the weight for -1 .
すなわち、補正機能211は、式(1)に示すように、各X線画像に対応する重みを各X線画像に乗算し、重みを乗算した各X線画像を加算する補正処理を実行する。ここで、上記補正処理にて用いられる重みは、例えば、以下の式(2)に示すように、重みの合計が「1」となるように設定される。 That is, the correction function 211 executes correction processing of multiplying each X-ray image by a weight corresponding to each X-ray image and adding each X-ray image multiplied by the weight, as shown in Equation (1). Here, the weights used in the correction process are set so that the sum of the weights is "1", as shown in the following equation (2), for example.
上述したように、補正機能211は、各X線画像に重みをかけて加算する補正処理を実行する。ここで、補正機能211は、補正対象のX線画像データの補正後の画像特性に応じた重み付けを行う。例えば、補正機能211は、第2のX線画像Stの補正後の画像特性に応じた重みを決定して、決定した重みを各X線画像に乗算する。一例を挙げると、補正機能211は、補正後の第2のX線画像Stの空間分解能、SNR、動きぼけなどに応じて重みを決定する。以下、これらの画像特性に応じた重みの決定の例を説明する。 As described above, the correction function 211 performs a correction process of weighting and adding each X-ray image. Here, the correction function 211 performs weighting according to the corrected image characteristics of the X-ray image data to be corrected. For example, the correction function 211 determines weights according to the corrected image characteristics of the second X-ray image St, and multiplies each X-ray image by the determined weights. For example, the correction function 211 determines the weight according to the spatial resolution, SNR , motion blur, etc. of the second X-ray image St after correction. An example of weight determination according to these image characteristics will be described below.
まず、空間分解能を重視する場合、補正機能211は、画素サイズが大きい光検出器によって収集されたX線画像に対する重みが小さくなるように重みを決定する。すなわち、補正機能211は、第2のX線画像Stを補正対象とする場合に、第1のX線画像に対して相対的に低い重み付けを行うことで、補正後の第2のX線画像が相対的に高い空間分解能を有するように補正する。 First, when emphasizing the spatial resolution, the correction function 211 determines the weight so that the X-ray image acquired by the photodetector with the large pixel size is weighted less. That is, when the second X-ray image S t is to be corrected, the correction function 211 assigns a relatively low weight to the first X-ray image so that the corrected second X-ray image Correct the image so that it has a relatively high spatial resolution.
画素サイズが小さい第2の光検出器16bによって収集される第2のX線画像は、第1の光検出器16aによって収集される第1のX線画像と比較して高解像度である。従って、加算平均処理に用いる第1のX線画像の重みを小さくすることで、補正後の第2のX線画像の空間分解能の低下を抑止することができる。例えば、補正機能211は、「W(s,t)」及び「W(s,t-1)」と比較して、「W(L,t)」及び「W(L,t-1)」をより小さくするように制御する。
The second X-ray image collected by the
次に、SNRを重視する場合、補正機能211は、画素サイズが大きい光検出器によって収集されたX線画像に対する重みが大きくなるように重みを決定する。すなわち、補正機能211は、第2のX線画像Stを補正対象とする場合に、第1のX線画像に対して相対的に高い重み付けを行うことで、補正後の第2のX線画像が相対的に高いSNRを有するように補正する。 Next, when emphasizing SNR, the correction function 211 determines weights so that X-ray images acquired by photodetectors with large pixel sizes are given greater weights. That is, when the second X-ray image S t is to be corrected, the correction function 211 weights the first X-ray image relatively high so that the corrected second X-ray image Correct the image so that it has a relatively high SNR.
上述したように、画素サイズが大きい第1のX線画像が適切なSNRとなるように収集されているため、第2のX線画像はSNRが低くなっている。従って、加算平均処理に用いる第1のX線画像の重みを大きくすることで、補正後の第2のX線画像のSNRを改善することができる。例えば、補正機能211は、「W(s,t)」及び「W(s,t-1)」と比較して、「W(L,t)」及び「W(L,t-1)」をより大きくするように制御する。 As described above, the second X-ray image has a lower SNR because the first X-ray image with the larger pixel size was acquired with an adequate SNR. Therefore, by increasing the weight of the first X-ray image used in the averaging process, the SNR of the corrected second X-ray image can be improved. For example, the correction function 211 compares "W (s, t)" and "W (s, t-1)" to "W (L, t)" and "W (L, t-1)" is controlled to be larger.
次に、動きボケを低減する場合、補正機能211は、時系列的に過去のX線画像に対する重みが小さくなるように重みを決定する。すなわち、補正機能211は、経時的な複数の第1のX線画像及び経時的な複数の第2のX線画像のうち、補正対象となるX線画像よりも時系列的に過去となるX線画像データに対して相対的に低い重み付けを行うことで、補正後のX線画像に含まれる動きぼけが相対的に低くなるように補正する。 Next, when reducing motion blur, the correction function 211 determines weights so that the weights for past X-ray images are reduced in chronological order. That is, the correction function 211 selects an X-ray image that is chronologically earlier than the X-ray image to be corrected, among the plurality of temporal first X-ray images and the plurality of temporal second X-ray images. By applying a relatively low weight to the line image data, correction is performed so that the motion blur included in the corrected X-ray image is relatively low.
時間方向の複数のX線画像を用いて加算平均処理を行う場合、補正後のX線画像に動きボケが含まれる場合がある。従って、加算平均処理に用いる過去のX線画像の重みを小さくすることで、補正後の第2のX線画像の動きボケを低減することができる。例えば、補正機能211は、「W(s,t)」及び「W(L,t)」と比較して、「W(s,t-1)」及び「W(L,t-1)」をより大きくするように制御する。 When averaging processing is performed using a plurality of X-ray images in the time direction, motion blur may be included in the X-ray image after correction. Therefore, by reducing the weight of the past X-ray image used for the averaging process, it is possible to reduce the motion blur of the corrected second X-ray image. For example, the correction function 211 compares "W(s,t)" and "W(L,t)" to "W(s,t-1)" and "W(L,t-1)" is controlled to be larger.
上述したように、補正機能211は、補正後のX線画像の画質特性に応じて重みを決定し、決定した重みを用いた加算平均処理を実行する。ここで、第1の光検出器16aと第2の光検出器16bとは、画素サイズが異なる。そこで、補正機能211は、上述した加算平均処理を行う画素を対応付けるために、加算平均処理に先立って、第1のX線画像と第2のX線画像との画素サイズを合せる補正を行う。
As described above, the correction function 211 determines weights according to the image quality characteristics of the X-ray image after correction, and performs averaging processing using the determined weights. Here, the
具体的には、補正機能211は、第1の光検出器16aにおける画素サイズと第2の光検出器16bにおける画素サイズのうち、小さい画素サイズに合うように第1のX線画像又は第2のX線画像を補正した後、一方のX線画像を用いて他方のX線画像を補正する。すなわち、補正機能211は、第2のX線画像の画素サイズに合うように第1のX線画像を補正した後、上述した加算平均処理を行う。
Specifically, the correction function 211 corrects the first X-ray image or the second X-ray image to match the smaller pixel size of the pixel size of the
図4は、第1の実施形態に係る補正機能211による画素サイズの補正の一例を説明するための図である。ここで、図4においては、第1の光検出器16aの画素と、第2の光検出器16bの画素を、それぞれ格子状に示す。例えば、第1の実施形態に係るX線検出器16においては、図4に示すように、第1の光検出器16aの1つの画素が、第2の光検出器16bの4つの画素に相当する。そこで、補正機能211は、第2の光検出器16bの画素サイズに合うように、第1の光検出器16aから収集された第1のX線画像のアップサンプリングを実行する。
FIG. 4 is a diagram for explaining an example of pixel size correction by the correction function 211 according to the first embodiment. Here, in FIG. 4, the pixels of the
例えば、補正機能211は、第1のX線画像に対してアップサンプリングを実行する際のリサンプリング手法として、バイキュービック法や、バイリニア法、ニアレストネイバー法などを用い、第1のX線画像の各画素に対する補間処理を実行する。これにより、補正機能211は、第1のX線画像の各画素と第2のX線画像の各画素とを対応させ、対応させた画素間で上述した加算平均処理を実行する。なお、補正機能211は、上記した画素のリサンプリングを実行したのち、さらに超解像等の分解能補正を実施する場合であってもよい。例えば、補正機能211は、第1のX線画像に対してリサンプリングを実行して、リサンプリング後の第1のX線画像に対して分解能補正を実行する。その後、補正機能211は、分解能補正後の第1のX線画像を用いて上述した加算平均処理を実行する。 For example, the correction function 211 uses a bicubic method, a bilinear method, a nearest neighbor method, or the like as a resampling method when performing upsampling on the first X-ray image. interpolation processing for each pixel of Thereby, the correction function 211 associates each pixel of the first X-ray image with each pixel of the second X-ray image, and performs the above-described averaging process between the associated pixels. Note that the correction function 211 may perform resolution correction such as super-resolution after executing the above-described pixel resampling. For example, the correction function 211 performs resampling on the first X-ray image and performs resolution correction on the resampled first X-ray image. After that, the correction function 211 executes the above-described averaging process using the first X-ray image after resolution correction.
上述したように、各検出器から収集されるX線画像データ間での加算平均処理と、時間方向のX線画像データ間での加算平均処理とを実行すると、補正機能211は、上述した加算平均処理によって生成された補正後のX線画像データに対して空間方向での加算平均処理を行う。例えば、補正機能211は、補正後の第2のX線画像Stにおける画素ごとに、周辺画素との類似度に基づく加算平均処理を実行する。 As described above, when the averaging process between the X-ray image data collected from each detector and the averaging process between the X-ray image data in the time direction are executed, the correction function 211 performs the above-described addition A spatial averaging process is performed on the corrected X-ray image data generated by the averaging process. For example, the correction function 211 performs an averaging process based on the degree of similarity with surrounding pixels for each pixel in the corrected second X-ray image St.
一例を挙げると、補正機能211は、加算平均処理の対象となる対象画素と周辺画素との類似度に基づいて、各周辺画素の画素値の重みを決定する。そして、補正機能211は、決定した重みを各周辺画素にかけて加算した値を対象画素の画素値とする加算平均処理を実行する。ここで、補正機能211は、対象画素と周辺画素との類似度が大きい場合には、周辺画素の重みを大きくする。これにより、補正機能211は、補正後の第2のX線画像のノイズをさらに低減することができる。 For example, the correction function 211 determines the weight of the pixel value of each peripheral pixel based on the degree of similarity between the target pixel to be subjected to the averaging process and the peripheral pixels. Then, the correction function 211 executes an addition/averaging process in which the pixel value of the target pixel is obtained by adding the determined weights to the respective peripheral pixels. Here, the correction function 211 increases the weight of the peripheral pixels when the similarity between the target pixel and the peripheral pixels is large. This allows the correction function 211 to further reduce noise in the corrected second X-ray image.
図1に戻って、制御機能212は、補正機能211によって加算平均処理が実行されたX線画像をディスプレイ23に表示させる。例えば、制御機能212は、補正後の第2のX線画像Stをディスプレイ23に表示させる。ここで、制御機能212は、補正後の第2のX線画像Stとともに、第1のX線画像を並列表示させることもできる。
Returning to FIG. 1 , the control function 212 causes the
次に、図5を用いて、第1の実施形態に係るX線診断装置100の処理について説明する。図5は、第1の実施形態に係るX線診断装置100の処理手順を示すフローチャートである。図5に示すステップS101、105は、処理回路21が記憶回路25から制御機能212に対応するプログラムを読み出して実行するステップである。また、ステップS102~104は、処理回路21が記憶回路25から補正機能211に対応するプログラムを読み出して実行するステップである。
Next, processing of the X-ray
ステップS101では、処理回路21が、第1のX線画像及び第2のX線画像をそれぞれ収集する。ステップS102では、処理回路21が、小さい画素サイズに合うように、大きい画素に対してリサンプリングを実行する。ステップS103では、処理回路21が、補正後の画像特性に応じた重みを決定する。
At step S101, processing
ステップS104では、処理回路21が、決定した重みで各X線画像に対して重み付けを実行して、加算する。ステップS105では、処理回路21が、補正したX線画像をディスプレイ23に表示させる。
In step S104, the
上述したように、第1の実施形態によれば、第1の光検出器16aは、X線管12から照射されたX線に基づく第1の電気信号を出力する。第2の光検出器16bは、第1の光検出器16aと並行して、X線に基づく第2の電気信号を出力する。補正機能211は、第1の光検出器16aから出力された第1の電気信号から生成された第1のX線画像データ及び第2の光検出器16bから出力された第2の電気信号から生成された第2のX線画像データにおいて、一方のX線画像データを用いて他方のX線画像データを補正する。従って、第1の実施形態に係るX線診断装置100は、同時に収集した画像データ間で補正処理を実行することができ、画質を向上させることを可能にする。
As described above, according to the first embodiment, the
また、第1の実施形態によれば、補正機能211は、第1のX線画像データ及び第2のX線画像データのそれぞれに対して、補正対象のX線画像データの補正後の画像特性に応じた重み付けを行い、重み付け後の各X線画像データを加算することで、補正対象のX線画像データを補正する。従って、第1の実施形態に係るX線診断装置100は、所望の画像特性を有するX線画像に補正することを可能にする。
Further, according to the first embodiment, the correction function 211 calculates the corrected image characteristics of the X-ray image data to be corrected for each of the first X-ray image data and the second X-ray image data. is weighted according to , and the weighted X-ray image data are added to correct the X-ray image data to be corrected. Therefore, the X-ray
また、第1の実施形態によれば、第1の光検出器16a及び第2の光検出器16bは、X線管12から経時的に照射されたX線に基づいて、第1の電気信号及び第2の電気信号をそれぞれ経時的に出力する。補正機能211は、経時的に出力された第1の電気信号から生成された経時的な複数の第1のX線画像データと、経時的に出力された第2の電気信号から生成された経時的な複数の第2のX線画像データとに対して、補正対象となるX線画像データの補正後の画像特性に応じた重み付けをそれぞれ行い、重み付け後の各X線画像データを加算することで、補正対象となるX線画像データを補正する。従って、第1の実施形態に係るX線診断装置100は、経時的に収集されたX線画像を加算平均処理に用いることができ、より画質を向上させたX線画像に補正することを可能にする。
Further, according to the first embodiment, the
また、第1の実施形態によれば、補正機能211は、第2のX線画像データを補正対象とする場合に、第1のX線画像データに対して相対的に低い重み付けを行うことで、補正後の第2のX線画像データが相対的に高い空間分解能を有するように補正する。従って、第1の実施形態に係るX線診断装置100は、空間分解能を重視したX線画像に補正することを可能にする。
Further, according to the first embodiment, when the second X-ray image data is to be corrected, the correction function 211 assigns a relatively low weight to the first X-ray image data. , so that the corrected second X-ray image data has a relatively high spatial resolution. Therefore, the X-ray
また、第1の実施形態によれば、補正機能211は、第2のX線画像データを補正対象とする場合に、第1のX線画像データに対して相対的に高い重み付けを行うことで、補正後の第2のX線画像データが相対的に高い信号対雑音比を有するように補正する。従って、第1の実施形態に係るX線診断装置100は、SNRを重視したX線画像に補正することを可能にする。例えば、第1の光検出器16aに適したX線量で常に撮影する場合、第2の光検出器16bによって収集される第2のX線画像は相対的にノイズが多い画像になってしまうが、各検出器によって収集されたX線画像を用いることで、効果的にSNRを向上させた画像を提供することができる。このことから、副次的な効果として、第2の光検出器16bに適したX線量を照射させる必要がないため、常に第2の光検出器16bに適したX線量で撮影した場合と比較して、被検体の被曝線量を低減することが可能となる。
Further, according to the first embodiment, when the second X-ray image data is to be corrected, the correction function 211 weights the first X-ray image data relatively high. , so that the corrected second X-ray image data has a relatively high signal-to-noise ratio. Therefore, the X-ray
また、第1の実施形態によれば、補正機能211は、経時的な複数の第1のX線画像データ及び経時的な複数の第2のX線画像データのうち、補正対象となるX線画像データよりも時系列的に過去となるX線画像データに対して相対的に低い重み付けを行うことで、補正後のX線画像データに含まれる動きぼけが相対的に低くなるように補正する。従って、第1の実施形態に係るX線診断装置100は、動きボケを低減したX線画像に補正することを可能にする。
Further, according to the first embodiment, the correction function 211 selects X-rays to be corrected from among the plurality of time-lapsed first X-ray image data and the plurality of time-lapsed second X-ray image data. By applying a relatively low weight to the X-ray image data chronologically older than the image data, correction is performed so that motion blur included in the X-ray image data after correction is relatively low. . Therefore, the X-ray
また、第1の実施形態によれば、補正機能211は、第1の光検出器16aにおける画素サイズと第2の光検出器16bにおける画素サイズのうち、小さい画素サイズに合うように第1のX線画像データを補正した後、第1のX線画像データを用いて第2のX線画像データを補正する。従って、第1の実施形態に係るX線診断装置100は、画素サイズが異なるX線画像間でも正確に加算平均処理を行うことを可能にする。
Further, according to the first embodiment, the correction function 211 selects the
(第2の実施形態)
次に、第2の実施形態について説明する。なお、本実施形態に係るX線診断装置100の構成は、基本的には、図1に示したX線診断装置100の構成と同じである。そのため、以下では、第1の実施形態に係るX線診断装置100と異なる点を中心に説明することとし、図1に示した構成要素と同様の役割を果たす構成要素については同じ符号を付すこととして詳細な説明を省略する。
(Second embodiment)
Next, a second embodiment will be described. The configuration of the X-ray
上述した第1の実施形態では、第1の光検出器16aに適したX線量でX線パルスを照射する場合について説明した。第2の実施形態では、第1の光検出器16aに適したX線量のX線パルスと、第2の光検出器16bに適したX線量のX線パルスとを交互に照射する場合について説明する。
In the above-described first embodiment, the case of irradiating the
第2の実施形態に係る第1の光検出器16a及び第2の光検出器16bは、X線管12から経時的に照射された線量の異なる複数のX線に基づいて、第1の電気信号及び第2の電気信号をそれぞれ経時的に出力する。例えば、制御機能212は、第1の光検出器16aに適したX線量のX線パルスと、第2の光検出器16bに適したX線量のX線パルスとを交互に照射するように、高電圧発生器11を制御する。第1の光検出器16a及び第2の光検出器16bは、第1の光検出器16aに適したX線量のX線パルスに基づく電気信号と、第2の光検出器16bに適したX線量のX線パルスに基づく電気信号をそれぞれ交互に出力する。
The
第2の実施形態に係る補正機能211は、経時的に出力された第1の電気信号から生成された経時的な複数の第1のX線画像データ、および、経時的に出力された第2の電気信号から生成された経時的な複数の第2のX線画像データのうち、相対的に線量が多いX線に基づくX線画像データに対して高い重み付けを行うことで、補正後のX線画像データが相対的に高い信号対雑音比を有するように補正する。 A correction function 211 according to the second embodiment includes a plurality of temporally-output first X-ray image data generated from temporally-output first electrical signals, and temporally-output second X-ray image data. X-ray image data based on X-rays with a relatively large dose among the plurality of time-lapse second X-ray image data generated from the electric signals of the corrected X-ray image data is given a high weighting. Correct the line image data so that it has a relatively high signal-to-noise ratio.
図6A及び図6Bは、第2の実施形態に係る補正機能211による補正処理の一例を説明するための図である。ここで、図6A及び図6Bにおいては、横方向に時間軸を示し、各図の上段に第1の光検出器16aへの経時的なX線パルスを示し、各図の下段に第2の光検出器16bへの経時的なX線パルスを示す。また、図6A及び図6BにおけるX線パルスを示す矩形は、面積がX線量を示す。
6A and 6B are diagrams for explaining an example of correction processing by the correction function 211 according to the second embodiment. Here, in FIGS. 6A and 6B, the time axis is shown in the horizontal direction, the upper stage of each figure shows the X-ray pulse with time to the
また、図6Aにおいては、画素サイズが大きい第1の光検出器16aに適したX線量のX線パルスに基づくX線画像が補正対象となる場合を示す。すなわち、時間「t」の時に、第1の光検出器16aに適したX線量のX線パルスが照射されている場合を示す。また、図6Bにおいては、画素サイズが小さい第2の光検出器16bに適したX線量のX線パルスに基づくX線画像が補正対象となる場合を示す。すなわち、時間「t」の時に、第2の光検出器16bに適したX線量のX線パルスが照射されている場合を示す。
FIG. 6A shows a case where an X-ray image based on an X-ray pulse with an X-ray amount suitable for the
例えば、補正機能211は、上述した式(1)における重み「W(s,t)」、「W(s,t-1)」、「W(L,t)」、「W(L,t-1)」を、照射されたX線の線量に応じて決定し、決定した重みを用いて式(1)に示す加算平均処理を実行する。 For example, the correction function 211 uses the weights "W (s, t)", "W (s, t-1)", "W (L, t)", "W (L, t -1)” is determined according to the dose of the irradiated X-rays, and the determined weight is used to perform the averaging process shown in Equation (1).
一例を挙げると、図6Aに示すように、第2のX線画像Stが補正対象であり、時間「t」の時に第1の光検出器16aに適したX線量のX線パルスが照射されている場合、補正機能211は、多い線量で収集されたX線画像である第1のX線画像Lt-1の重み「W(L,t-1)」と第2のX線画像St-1の重み「W(s,t-1)」を相対的に上げるように制御する。
For example, as shown in FIG. 6A, the second X-ray image S t is to be corrected, and an X-ray pulse with an X-ray dose suitable for the
一方、図6Bに示すように、第2のX線画像Stが補正対象であり、時間「t」の時に第2の光検出器16bに適したX線量のX線パルスが照射されている場合、補正機能211は、多い線量で収集されたX線画像である第1のX線画像Ltの重み「W(L,t)」と第2のX線画像Stの重み「W(s,t)」を相対的に上げるように制御する。
On the other hand, as shown in FIG. 6B, the second X-ray image S t is to be corrected, and an X-ray pulse with an X-ray dose suitable for the
次に、図7を用いて、第2の実施形態に係るX線診断装置100の処理について説明する。図7は、第2の実施形態に係るX線診断装置100の処理手順を示すフローチャートである。図7に示すステップS201、205は、処理回路21が記憶回路25から制御機能212に対応するプログラムを読み出して実行するステップである。また、ステップS202~204は、処理回路21が記憶回路25から補正機能211に対応するプログラムを読み出して実行するステップである。
Next, processing of the X-ray
ステップS201では、処理回路21が、第1のX線画像及び第2のX線画像を、X線の線量を変化させながら、経時的にそれぞれ収集する。ステップS202では、処理回路21が、小さい画素サイズに合うように、大きい画素に対してリサンプリングを実行する。ステップS203では、処理回路21が、線量が高いX線画像に対する重み付けが相対的に高くなるように、重みを決定する。
In step S201, the
ステップS204では、処理回路21が、決定した重みで各X線画像に対して重み付けを実行して、加算する。ステップS205では、処理回路21が、補正したX線画像をディスプレイ23に表示させる。
In step S204, the
上述したように、第2の実施形態によれば、第1の光検出器16a及び第2の光検出器16bは、X線管12から経時的に照射された線量の異なる複数のX線に基づいて、第1の電気信号及び第2の電気信号をそれぞれ経時的に出力する。補正機能211は、経時的に出力された第1の電気信号から生成された経時的な複数の第1のX線画像、および、経時的に出力された第2の電気信号から生成された経時的な複数の第2のX線画像のうち、相対的に線量が多いX線に基づくX線画像に対して高い重み付けを行うことで、補正後のX線画像データが相対的に高い信号対雑音比を有するように補正する。従って、第2の実施形態に係るX線診断装置100は、ノイズの少ないX線画像の重みを上げることができ、SNRを改善して画質を向上させることを可能にする。
As described above, according to the second embodiment, the
このように、第2の実施形態に係るX線診断装置100では、第2の光検出器16bへの入射線量が相対的に足りない場合(第1の光検出器16aへのX線量が最適な場合)に、第2の光検出器16bへの適切な線量を入射させたときの両検出器の画像を用いることで、SNRを効果的に向上させた画像を提供できる。また、例えば、各光検出器に適切なX線量を交互に照射することで、常に第2の光検出器16bに適切な線量で照射した場合と比較して、被検体の被曝線量を低減することができる。
Thus, in the X-ray
(第3の実施形態)
次に、第3の実施形態について説明する。なお、本実施形態に係るX線診断装置100の構成は、基本的には、図1に示したX線診断装置100の構成と同じである。そのため、以下では、第1の実施形態に係るX線診断装置100と異なる点を中心に説明することとし、図1に示した構成要素と同様の役割を果たす構成要素については同じ符号を付すこととして詳細な説明を省略する。
(Third embodiment)
Next, a third embodiment will be described. The configuration of the X-ray
第3の実施形態では、第1の光検出器16aによって収集した第1のX線画像から散乱線画像を生成して散乱線補正を行う場合について説明する。散乱線はコントラストの低下につながるため、通常、空間フィルタを用いた方法等により散乱線成分が推定され、散乱線成分が除去される。ここで、X線検出器16のように、広い視野の第1の光検出器16aと狭い視野の第2の光検出器16bとを有する場合、狭い視野の第2の光検出器16bには、視野外から散乱線に基づく光子が混入することとなる。しかしながら、上述した空間フィルタを用いた方式では、このような視野外からの散乱線成分を、第2の光検出器16bによって収集した第2のX線画像データのみから精度よく推定することが困難である。
In the third embodiment, a case where a scattered radiation image is generated from a first X-ray image collected by the
そこで、第3の実施形態に係るX線診断装置100では、補正機能211が、第1の光検出器16a及び第2の光検出器16bのうち、視野が広い第1の光検出器16aによって出力された電気信号から生成された第1のX線画像データに基づいて散乱線画像データを生成し、生成した散乱線画像データを用いて、視野が狭い第2の光検出器16bによって出力された電気信号から生成された第2のX線画像データの散乱線補正を行う。換言すると、補正機能211は、第1の光検出器16aによって収集された第1のX線画像データを用いて散乱線成分を推定し、第2のX線画像データの散乱線補正を実行する。
Therefore, in the X-ray
図8は、第3の実施形態に係る補正機能211による散乱線補正の一例を説明するための図である。なお、図8において示す各画像は、概念図である。例えば、補正機能211は、図8に示すように、第1の光検出器16aによって収集された第1のX線画像I1を用いて、散乱線成分を示す散乱線画像を生成し、第2の光検出器16bによって収集された第2のX線画像I2から散乱線画像を差分することで、散乱線補正画像I6を生成する。
FIG. 8 is a diagram for explaining an example of scattered radiation correction by the correction function 211 according to the third embodiment. Each image shown in FIG. 8 is a conceptual diagram. For example, as shown in FIG. 8, the correction function 211 uses a first X-ray image I1 collected by the
ここで、補正機能211は、散乱線画像の生成時間を短縮するために、視野が広い第1の光検出器16aによって出力された信号から生成された第1のX線画像I1から視野が狭い第2の光検出器16bの視野よりも少し広い領域を抽出し、抽出した領域を用いて散乱線画像を生成する。例えば、補正機能211は、図8に示すように、第1のX線画像I1から第2の光検出器16bの視野よりも少し広い領域を切り出し、切り出した領域の散乱線画像I3を生成する。そして、補正機能211は、散乱線画像I3において、第2のX線画像I2に対応する領域の散乱線画像I4を切り出す。その後、補正機能211は、第2のX線画像I2から散乱線画像I4を差分することで、第2のX線画像I2の散乱線補正を実行する。
Here, the correction function 211 uses the first X-ray image I1 generated from the signal output by the
なお、第1のX線画像I1に対しても散乱線補正を行う場合には、補正機能211は、第1のX線画像I1を用いて散乱線画像を生成し、第1のX線画像I1から散乱線画像を差分することで、第1のX線画像I1の散乱線補正を実行する。ここで、第1のX線画像I1を用いて散乱線画像を生成した場合、補正機能211は、生成した散乱線画像から第2のX線画像I2に対応する領域を切り出して、第2のX線画像I2の散乱線補正を実行する場合であってもよい。すなわち、補正機能211は、第1のX線画像I1から第2の光検出器16bの視野よりも少し広い領域の切り出しを行わずに、散乱線画像を生成する場合であってもよい。
Note that when the scattered radiation correction is also performed on the first X-ray image I1, the correction function 211 generates a scattered radiation image using the first X-ray image I1, and the first X-ray image Scatter correction of the first X-ray image I1 is performed by subtracting the scattered radiation image from I1. Here, when a scattered radiation image is generated using the first X-ray image I1, the correction function 211 cuts out a region corresponding to the second X-ray image I2 from the generated scattered radiation image, and obtains a second It may be the case of executing scattered radiation correction of the X-ray image I2. That is, the correction function 211 may generate a scattered radiation image without cutting out an area slightly wider than the field of view of the
ここで、上述したように散乱線補正を実行すると、各X線画像における信号成分も減少する可能性があり、SNRが低下する場合もある。したがって、散乱線補正を実行した後の各X線画像に対して、第1の実施形態及び第2の実施形態にて説明した加算平均処理を実行することで、散乱線補正によって低下したSNRを改善させることが可能である。 Here, if the scattered radiation correction is performed as described above, the signal components in each X-ray image may also decrease, and the SNR may decrease. Therefore, by performing the averaging process described in the first embodiment and the second embodiment on each X-ray image after executing the scattered radiation correction, the SNR that has decreased due to the scattered radiation correction can be reduced. It can be improved.
第3の実施形態に係る制御機能212は、加算平均処理が実行された後のX線画像以外にも、散乱線補正後のX線画像をディスプレイ23に表示させることも可能である。例えば、制御機能212は、図8に示す第1のX線画像I1と散乱線補正画像I6とをディスプレイ23に並列表示させることができる。また、制御機能212は、散乱線補正後の第1のX線画像と、散乱線補正画像I6とをディスプレイ23に並列表示させることもできる。
The control function 212 according to the third embodiment can also cause the
次に、図9及び10を用いて、第3の実施形態に係るX線診断装置100の処理について説明する。図9及び図10は、第3の実施形態に係るX線診断装置100の処理手順を示すフローチャートである。ここで、図10は、図9におけるステップS302の処理に対応する。図9に示すステップS301、302、306は、処理回路21が記憶回路25から制御機能212に対応するプログラムを読み出して実行するステップである。また、図9に示すステップS303~305は、処理回路21が記憶回路25から補正機能211に対応するプログラムを読み出して実行するステップである。また、図10に示すステップS3021~3024は、処理回路21が記憶回路25から補正機能211に対応するプログラムを読み出して実行するステップである。また、図10に示すステップS3025は、処理回路21が記憶回路25から制御機能212に対応するプログラムを読み出して実行するステップである。
Next, processing of the X-ray
図9におけるステップS301では、処理回路21が、第1のX線画像及び第2のX線画像をそれぞれ収集する。ステップS302では、処理回路21が、第1のX線画像及び第2のX線画像における散乱線補正を実行する。ステップS303では、処理回路21が、小さい画素サイズに合うように、大きい画素に対してリサンプリングを実行する。ステップS304では、処理回路21が、補正後の画像特性に応じた重みを決定する。
At step S301 in FIG. 9, processing
ステップS305では、処理回路21が、決定した重みで各X線画像に対して重み付けを実行して、加算する。ステップS306では、処理回路21が、補正したX線画像をディスプレイ23に表示させる。
In step S305, processing
図10におけるステップS3021では、処理回路21が、視野が狭い第2の光検出器16bにおける視野サイズよりも大きくなるように、切り出しサイズを決定する。ステップS3022では、処理回路21が、視野が広い第1の光検出器16aによって収集された第1のX線画像から、決定した切り出しサイズで画像を抽出する。ステップS3023では、処理回路21が、切り出した画像から散乱線画像を生成する。
In step S3021 in FIG. 10, the
ステップS3024では、処理回路21が、各光検出器によって収集されたX線画像から散乱線画像をそれぞれ差分することで、散乱線補正を実行する。ステップS3025では、処理回路21が、散乱線補正後の散乱線補正画像をディスプレイ23に表示させる。
In step S3024, processing
上述したように、第3の実施形態によれば、補正機能211は、第1の光検出器16a及び第2の光検出器16bのうち、視野が広い第1の光検出器16aによって出力された電気信号から生成されたX線画像データに基づいて散乱線画像データを生成し、生成した散乱線画像データを用いて、視野が狭い第2の光検出器16bによって出力された電気信号から生成された第2のX線画像データの散乱線補正を行う。従って、第3の実施形態に係るX線診断装置100は、より精度の高い散乱線画像を生成することができ、第2のX線画像データの散乱線補正を精度よく行うことを可能にする。
As described above, according to the third embodiment, of the
また、第3の実施形態によれば、補正機能211は、視野が広い第1の光検出器16aによって出力された電気信号から生成された第1のX線画像データから視野が狭い第2の光検出器16bの視野よりも広い領域を抽出し、抽出した領域を用いて散乱線画像データを生成する。従って、第3の実施形態に係るX線診断装置100は、散乱線補正に係る時間を短縮することを可能にする。
Further, according to the third embodiment, the correction function 211 converts the first X-ray image data generated from the electrical signal output by the
また、第3の実施形態によれば、制御機能212は、視野が広い第1の光検出器16aによって出力された電気信号から生成された第1のX線画像データに基づく表示画像と、散乱線補正後の第2のX線画像データに基づく表示画像とを並列表示させる。従って、第3の実施形態に係るX線診断装置100は、第1のX線画像及び第2のX線画像を画質を向上させて表示させることを可能にする。
Further, according to the third embodiment, the control function 212 controls the display image based on the first X-ray image data generated from the electrical signal output by the
(第4の実施形態)
さて、これまで第1~第3の実施形態について説明したが、上述した第1~第3の実施形態以外にも、種々の異なる形態にて実施されてよいものである。
(Fourth embodiment)
Now, although the first to third embodiments have been described so far, various different modes other than the above-described first to third embodiments may be implemented.
上述した第1~第3の実施形態では、画素サイズが小さい第2のX線画像データが補正対象となる場合について説明した。しかしながら、実施形態はこれに限定されるものではなく、例えば、画素サイズが大きい第1のX線画像データが補正対象となる場合であってもよい。X線検出器16のように、シンチレータ16cを共有して、第1の光検出器16aと第2の光検出器16bがそれぞれ光を検出する場合、シンチレータ16cで変換された光がシンチレータ16cの両面に向かうため、通常のX線検出器と比較して、各光検出器で検出される光子量が減少する。すなわち、第1の光検出器16aにて検出される光子量も減少しており、通常のX線検出器と比較してSNRが低下する場合がある。
In the above-described first to third embodiments, the cases where the second X-ray image data having a small pixel size are to be corrected have been described. However, the embodiment is not limited to this, and for example, the first X-ray image data having a large pixel size may be the correction target. When the
そこで、補正機能211は、第1のX線画像データを補正対象として、上述した加算平均処理を実行する。ここで、第1のX線画像データが補正対象となる場合も第1の実施形態と同様に、補正機能211は、補正後の第1のX線画像データの画像特性に応じて加算平均処理における重みを決定する。 Therefore, the correction function 211 performs the above-described averaging process on the first X-ray image data as a correction target. Here, even when the first X-ray image data is to be corrected, the correction function 211 performs averaging processing according to the image characteristics of the corrected first X-ray image data, as in the first embodiment. determine the weights in
また、第1~第3の実施形態では、時間「t」と時間「t-1」のX線画像を用いた加算平均処理について説明した。しかしながら、実施形態はこれに限定されるものではなく、加算平均処理に用いられるX線画像の数は任意である。 Further, in the first to third embodiments, averaging processing using X-ray images at time "t" and time "t-1" has been described. However, the embodiment is not limited to this, and the number of X-ray images used for averaging processing is arbitrary.
上述した第1~第3の実施形態で図示した各装置の各構成要素は機能概念的なものであり、必ずしも物理的に図示の如く構成されていることを要しない。すなわち、各装置の分散・統合の具体的形態は図示のものに限られず、その全部または一部を、各種の負荷や使用状況などに応じて、任意の単位で機能的または物理的に分散・統合して構成することができる。さらに、各装置にて行なわれる各処理機能は、その全部または任意の一部が、CPUおよび当該CPUにて解析実行されるプログラムにて実現され、或いは、ワイヤードロジックによるハードウェアとして実現され得る。 Each component of each device illustrated in the above-described first to third embodiments is functionally conceptual, and does not necessarily need to be physically configured as illustrated. In other words, the specific form of distribution/integration of each device is not limited to the illustrated one, and all or part of them can be functionally or physically distributed/integrated in arbitrary units according to various loads and usage conditions. Can be integrated and configured. Furthermore, all or any part of each processing function performed by each device can be realized by a CPU and a program analyzed and executed by the CPU, or realized as hardware by wired logic.
また、上記実施形態で説明した制御方法は、予め用意された制御プログラムをパーソナルコンピュータやワークステーション等のコンピュータで実行することによって実現することができる。この制御プログラムは、インターネット等のネットワークを介して配布することができる。また、この制御プログラムは、ハードディスク、フレキシブルディスク(FD)、CD-ROM、MO、DVD等のコンピュータで読み取り可能な記録媒体に記録され、コンピュータによって記録媒体から読み出されることによって実行することもできる。 Further, the control method described in the above embodiments can be realized by executing a prepared control program on a computer such as a personal computer or a work station. This control program can be distributed via a network such as the Internet. In addition, this control program is recorded on a computer-readable recording medium such as a hard disk, flexible disk (FD), CD-ROM, MO, DVD, etc., and can be executed by being read from the recording medium by a computer.
以上説明したとおり、少なくとも一つの実施形態によれば、画質を向上させることを可能にする。 As described above, according to at least one embodiment, it is possible to improve image quality.
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。 While several embodiments of the invention have been described, these embodiments have been presented by way of example and are not intended to limit the scope of the invention. These embodiments can be implemented in various other forms, and various omissions, replacements, and modifications can be made without departing from the scope of the invention. These embodiments and their modifications are included in the scope and spirit of the invention, as well as the scope of the invention described in the claims and equivalents thereof.
16 X線検出器
16a 第1の光検出器
16b 第2の光検出器
16c シンチレータ
21 処理回路
100 X線診断装置
211 補正機能
212 制御機能
16
Claims (10)
前記シンチレータによって変換された光を検出して第1の信号を出力する第1のX線検出器と、
前記シンチレータを前記第1のX線検出器と共有し、前記第1のX線検出器と並行して、前記シンチレータによって変換された光を検出して第2の信号を出力する第2のX線検出器と、
前記第1のX線検出器から出力された第1の信号から生成された第1のX線画像データ及び前記第2のX線検出器から出力された第2の信号から生成された第2のX線画像データのそれぞれに対して、補正対象のX線画像データの補正後の空間分解能、信号対雑音比又は動きぼけに応じた重み付けを行い、重み付け後の各X線画像データを加算することで、前記補正対象のX線画像データを補正する補正部と、
を備え、
前記第1のX線検出器及び前記第2のX線検出器は、前記X線管から経時的に照射された線量の異なる複数のX線に基づいて、前記第1の信号及び前記第2の信号をそれぞれ経時的に出力し、
前記補正部は、経時的に出力された前記第1の信号から生成された経時的な複数の第1のX線画像データ、及び、経時的に出力された前記第2の信号から生成された経時的な複数の第2のX線画像データに対する重み付けを、前記複数のX線の線量に基づいてそれぞれ決定し、前記複数の第1のX線画像データと、前記複数の第2のX線画像データと、前記重み付けとを用いて、前記補正対象のX線画像データを補正する、X線診断装置。 a scintillator that converts X-rays emitted from an X-ray tube into light;
a first X-ray detector that detects light converted by the scintillator and outputs a first signal;
a second X-ray detector sharing the scintillator with the first X-ray detector and detecting light converted by the scintillator and outputting a second signal in parallel with the first X-ray detector; a line detector;
First X-ray image data generated from the first signal output from the first X-ray detector and second generated from the second signal output from the second X-ray detector are weighted according to the spatial resolution, signal-to-noise ratio, or motion blur after correction of the X-ray image data to be corrected, and the weighted X-ray image data are added. a correction unit that corrects the X-ray image data to be corrected;
with
The first X-ray detector and the second X-ray detector generate the first signal and the second X-ray detector based on a plurality of X-rays with different doses emitted from the X-ray tube over time. signals over time,
The correction unit is generated from a plurality of chronological first X-ray image data generated from the chronologically outputted first signal and the chronologically outputted second signal Weighting for the plurality of second X-ray image data over time is determined based on doses of the plurality of X-rays, and the plurality of first X-ray image data and the plurality of second X-ray image data are weighted. An X-ray diagnostic apparatus that corrects the X-ray image data to be corrected using the image data and the weighting .
前記第1のX線検出器と並行して、前記X線に基づく第2の信号を出力する第2のX線検出器と、
前記第1のX線検出器から出力された第1の信号から生成された第1のX線画像データ及び前記第2のX線検出器から出力された第2の信号から生成された第2のX線画像データのそれぞれに対して、補正対象のX線画像データの補正後の空間分解能、信号対雑音比又は動きぼけに応じた重み付けを行い、重み付け後の各X線画像データを加算することで、前記補正対象のX線画像データを補正する補正部と、
を備え、
前記第1のX線検出器及び前記第2のX線検出器は、前記X線管から経時的に照射されたX線に基づいて、前記第1の信号及び前記第2の信号をそれぞれ経時的に出力し、
前記補正部は、経時的に出力された前記第1の信号から生成された経時的な複数の第1のX線画像データ、及び、経時的に出力された前記第2の信号から生成された経時的な複数の第2のX線画像データのうち、前記補正対象のX線画像データよりも時系列的に過去となるX線画像データに対して相対的に低い重み付けを行うことで、補正後のX線画像データに含まれる動きぼけが相対的に低くなるように補正する、X線診断装置。 a first X-ray detector that outputs a first signal based on X-rays emitted from an X-ray tube;
a second X-ray detector that outputs a second signal based on the X-rays in parallel with the first X-ray detector;
First X-ray image data generated from the first signal output from the first X-ray detector and second generated from the second signal output from the second X-ray detector are weighted according to the spatial resolution, signal-to-noise ratio, or motion blur after correction of the X-ray image data to be corrected, and the weighted X-ray image data are added. a correction unit that corrects the X-ray image data to be corrected;
with
The first X-ray detector and the second X-ray detector generate the first signal and the second signal over time, respectively, based on the X-rays emitted from the X-ray tube over time. output
The correction unit is generated from a plurality of chronological first X-ray image data generated from the chronologically outputted first signal and the chronologically outputted second signal By performing relatively low weighting on X-ray image data chronologically older than the X-ray image data to be corrected, among the plurality of temporal second X-ray image data, correction is performed. An X-ray diagnostic apparatus that corrects motion blur included in subsequent X-ray image data to be relatively low.
前記第1のX線検出器と並行して、前記X線に基づく第2の信号を出力する第2のX線検出器と、
前記第1のX線検出器から出力された第1の信号から生成された第1のX線画像データ及び前記第2のX線検出器から出力された第2の信号から生成された第2のX線画像データのそれぞれに対して、補正対象のX線画像データの補正後の空間分解能、信号対雑音比又は動きぼけに応じた重み付けを行い、重み付け後の各X線画像データを加算することで、前記補正対象のX線画像データを補正する補正部と、
を備え、
前記第1のX線検出器及び前記第2のX線検出器は、前記X線管から経時的に照射された線量の異なる複数のX線に基づいて、前記第1の信号及び前記第2の信号をそれぞれ経時的に出力し、
前記補正部は、経時的に出力された前記第1の信号から生成された経時的な複数の第1のX線画像データ、及び、経時的に出力された前記第2の信号から生成された経時的な複数の第2のX線画像データのうち、相対的に線量が多いX線に基づくX線画像データに対して高い重み付けを行うことで、補正後のX線画像データが相対的に高い信号対雑音比を有するように補正する、X線診断装置。 a first X-ray detector that outputs a first signal based on X-rays emitted from an X-ray tube;
a second X-ray detector that outputs a second signal based on the X-rays in parallel with the first X-ray detector;
First X-ray image data generated from the first signal output from the first X-ray detector and second generated from the second signal output from the second X-ray detector are weighted according to the spatial resolution, signal-to-noise ratio, or motion blur after correction of the X-ray image data to be corrected, and the weighted X-ray image data are added. a correction unit that corrects the X-ray image data to be corrected;
with
The first X-ray detector and the second X-ray detector generate the first signal and the second X-ray detector based on a plurality of X-rays with different doses emitted from the X-ray tube over time. signals over time,
The correction unit is generated from a plurality of chronological first X-ray image data generated from the chronologically outputted first signal and the chronologically outputted second signal By giving a high weight to the X-ray image data based on X-rays with a relatively large dose among the plurality of temporal X-ray image data, the X-ray image data after correction is relatively An X-ray diagnostic apparatus that is corrected to have a high signal-to-noise ratio.
前記第1のX線検出器と並行して、前記X線に基づく第2の信号を出力する第2のX線検出器と、
前記第1のX線検出器から出力された第1の信号から生成された第1のX線画像データ及び前記第2のX線検出器から出力された第2の信号から生成された第2のX線画像データのそれぞれに対して、補正対象のX線画像データの補正後の空間分解能、信号対雑音比又は動きぼけに応じた重み付けを行い、重み付け後の各X線画像データを加算することで、前記補正対象のX線画像データを補正する補正部と、
を備え、
前記補正部は、前記第1のX線検出器における画素サイズと前記第2のX線検出器における画素サイズとのうち、小さい画素サイズに合うように前記第1のX線画像データ又は前記第2のX線画像データを補正した後、一方のX線画像データを用いて他方のX線画像データを補正する、X線診断装置。 a first X-ray detector that outputs a first signal based on X-rays emitted from an X-ray tube;
a second X-ray detector that outputs a second signal based on the X-rays in parallel with the first X-ray detector;
First X-ray image data generated from the first signal output from the first X-ray detector and second generated from the second signal output from the second X-ray detector are weighted according to the spatial resolution, signal-to-noise ratio, or motion blur after correction of the X-ray image data to be corrected, and the weighted X-ray image data are added. a correction unit that corrects the X-ray image data to be corrected;
with
The correcting unit adjusts the first X-ray image data or the first X-ray image data so as to match the smaller pixel size of the pixel size of the first X-ray detector and the pixel size of the second X-ray detector. 1. An X-ray diagnostic apparatus for correcting two X-ray image data and then using one X-ray image data to correct the other X-ray image data.
前記第1のX線検出器と並行して、前記X線に基づく第2の信号を出力する第2のX線検出器と、
前記第1のX線検出器から出力された第1の信号から生成された第1のX線画像データ及び前記第2のX線検出器から出力された第2の信号から生成された第2のX線画像データのそれぞれに対して、補正対象のX線画像データの補正後の空間分解能、信号対雑音比又は動きぼけに応じた重み付けを行い、重み付け後の各X線画像データを加算することで、前記補正対象のX線画像データを補正する補正部と、
を備え、
前記補正部は、前記第1のX線検出器及び前記第2のX線検出器のうち、視野が広いX線検出器によって出力された信号から生成されたX線画像データに基づいて散乱線画像データを生成し、生成した散乱線画像データを用いて、視野が狭いX線検出器によって出力された信号から生成されたX線画像データの散乱線補正を行う、X線診断装置。 a first X-ray detector that outputs a first signal based on X-rays emitted from an X-ray tube;
a second X-ray detector that outputs a second signal based on the X-rays in parallel with the first X-ray detector;
First X-ray image data generated from the first signal output from the first X-ray detector and second generated from the second signal output from the second X-ray detector are weighted according to the spatial resolution, signal-to-noise ratio, or motion blur after correction of the X-ray image data to be corrected, and the weighted X-ray image data are added. a correction unit that corrects the X-ray image data to be corrected;
with
The correcting unit corrects scattered radiation based on X-ray image data generated from a signal output by an X-ray detector having a wide field of view, of the first X-ray detector and the second X-ray detector. An X-ray diagnostic apparatus that generates image data and uses the generated scattered radiation image data to perform scattered radiation correction on the X-ray image data generated from a signal output by an X-ray detector with a narrow field of view.
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